Главная Обратная связь

Дисциплины:

Архитектура (936)
Биология (6393)
География (744)
История (25)
Компьютеры (1497)
Кулинария (2184)
Культура (3938)
Литература (5778)
Математика (5918)
Медицина (9278)
Механика (2776)
Образование (13883)
Политика (26404)
Правоведение (321)
Психология (56518)
Религия (1833)
Социология (23400)
Спорт (2350)
Строительство (17942)
Технология (5741)
Транспорт (14634)
Физика (1043)
Философия (440)
Финансы (17336)
Химия (4931)
Экология (6055)
Экономика (9200)
Электроника (7621)






Клінічні основи наномедицини



„Людина – найдосконаліший продукт земної природи.

Та щоб насолоджуватися скарбами природи,

людина має бути здорова, дужа й розумна”

І.П. Павлов (1840-1936).

Російський фізіолог,

лауреат Нобелівської премії

10.1. Кардіологія (серцево-судинна патологія)

Нанотехнології поступово починають застосовуватися в різних галузях народного господарства, в тому числі медицині [Арчаков А.И., Москаленко Agoramoorthy G., Caruthers S. 1,2,3, 6].

Сучасні розробки з нанотехнологій розгорталися у напрямку розвитку нанотехнологічної протеоміки, пошуку біосенсорних нанодіагностикумів, можливості застосування наночастинок як контейнерів для доставки лікарських засобів і в якості медикаментів, створення нанороботів для медичного застосування і створення штучних геномів на підставі ДНК у вигляді систем, що розмножуються. Окреме значення надавали нанотехнологіям в регенеративній медицині, тобто тканинній інженерії. Разом з тим, в медичній практиці нанотехнології отримали назву наномедицини. Саме наномедицина в останні роки поліпшує молекулярну діагностику, фармакотерапію, включаючи генну терапію. Зараз з'явилися докази, що стверджують доцільність розвитку наномедицини для лікування серцево-судинних захворювань, що отримали назву нанокардіології [Jain k.K.14]. Вважають, що нанокардіологія буде сприяти не тільки покращенню діагностики серцево-судинних захворювань, але і персоналізації лікування, тобто прописування лікарських засобів з урахуванням стану пацієнта, його обміну речовин.

Відомо, що перфлуорокарбонові наночастинки мають комбінований молекулярний системний вплив та пререзорбтивну дію за умов місцевого застовування лікарських засобів на їх основі при серцево-судинних захворюваннях. Користь цілеспрямованого застосування перфлуорокарбонових наночастинок було продемонстровано на різних тваринах при моделюванні атеросклерозу з метою встановлення хвороби та ступеня руйнування бляшки, якісного лікування гіперліпідемій, вибору антисклеротичної терапії після ангіопластики [Lanza G.19].



Нанорозмірні частинки призначають з метою посилення втручання в процес збереження ліпопротеїнового матриксу, захоплення ліпопротеїнів клітинами при розвитку атеросклерозу, створення за допомогою наноконструювання хімічних сполук-наноблокаторів для застосування завдяки впливу на атеросклеротичні бляшки, які містять ліпопротеїни низької щільності [Chnari E.8]. В експериментах на щурах при введенні у вигляді ін'єкцій певних наносполук, які пов'язані з ростковим фактором бляшок встановлено попередження смерті кардіоміоцитів та збереження систолічної функції серцевого м'язя після інфаркту міокарда [Hsies P.S13]. В дослідженнях на щурах, клітинна терапія з інсуліноподібним фактором росту при застосуванні біоотриманих нановолокон поліпшувало систолічну функцію міокарду на фоні відтворення експериментального інфаркту [Davis M.E.9]. Таким чином встановили, що продукти нанобіотехнологій поліпшують результати клітинної терапії при інфаркті міокарду. Нанобіотехнологія може сприяти відновленню та заміні кровоносних судин, ділянок міокарду та серцевих клапанів. Ця наука може застосовуватися для стимуляції завдяки наночастинкам регенеративних процесів, таких як ангіогенез при ішемічній хворобі серця. Функція клітин невід’ємно пов’язана з морфологією, тому контроль за формою клітин є суттєвим для відновлення клітинної функції. Нановолокна у вигляді сітки мають добрі механічні властивості і відрізняються від інших волокон, тому що не мають недоліків, притаманних різним синтетичним матеріалам. Цитокіни, фактори росту та ангіогенні фактори можна вмістити в мікрокапсули або наночастинки з метою вживлення в тканини і субстрати. Саме ці наночастинки можуть імітувати клітинні матрикси, щоб стимулювати ріст нової тканини міокарду та реваскуляризацію.



Поширеність атеросклерозу та незначна ефективність існуючої фармакотерапії висунула нові завдання і пошук нових методичних підходів. Адже терапевтичне лікування дозволить поліпшити кровообіг, але відсутність стабільного одужання пов’язано зі схильністю до вторинних рестенозів внаслідок гіперплазії неоінтими.

Увагу дослідників привернув оксид азоту [Kapadia M.16], який проявляє вазопротективні властивості, попереджує агрегації тромбоцитів, хемотаксис лейкоцитів, проліферацію і міграцію клітин гладеньких м’язів та апоптоз ендотеліальних клітин. Додатково оксид азоту стимулює проліферацію ендотеліальних клітин і є значним вазодилятатором. Саме ці досліди стали підставою для випробування ефективної терапії на підставі NO для гальмування розвитку гіперплазії неоінтими в експериментах на малих і крупних тваринах при пошкодженні артерії, відтворенні штучного венозного анастомозу. Щоб зробити ефективною NO-вивільнюючу терапію вирішено було об’єднати нанотехнологію з хімією оксиду азоту. При цьому терапія стала більш простою і безпечною і не відмічалося виникнення побічних реакцій [Rosamond W.25].

Діазеніумдиолати є класом донорів NO, що вивільнюють NO спонтанно у водному середовищі [Keefer L.17]. Ці сполуки можуть вивільнювати 2 моля NO на 1 моль речовини в середовищі з різною швидкістю, що залежить від специфіки діазеніумдиоляту.Для створення провідника застосовували пептидну амфіфільну молекулу, що містить гідрофобний пептидний сегмент, складові частини якого були розташовані в певній послідовності. Це сприяло зв’язку негативно заряджених біополімерів, таких як глікозаміноглікани і гепарину сульфати [Behanna H.; Rajangam K.4, 24]. При внесенні у водне середовище агрегація гідрофобних сегментів викликає спонтанну зборку молекул з утворенням довгих нанофібрил. Додавання гепарину або інших негативно заряджених молекул викликає збільшення нановолокна та утворення сітки з формуванням макроскопічного гелю і виявилось зручним провідником для додаткової активації NO. NO модулював дію гелю нановолокон на розвиток гіперплазії неоінтими при пошкодженні артерій, що доводило доводило доцільність застосування терапії із застосуванням NO для попередження гіперплазії інтими [Rajangam K.24]. При порівнянні впливу in vitro на проліферацію гладеньких м’язів судин двох сполук групи діазеніумдиолатів встановили більшу ефективність DPTA/NOі властивість цієї сполуки у складі нановолокнистого гелю викликати загибель клітин. Обидва досліджених діазеніумдиолати призводять до тривалого вивільнення NO протягом 4 днів, при цьому в нановолокні підвищується період напівжиття донора NO шляхом захисту від іонів водню або подовження збереженняNO в гелі. Накопичення NO в гідрофобних зонах нановолокна очікується при низькому дипольному моменті NO [Beniash E.5]. Таким чином, в результаті проведення кількох дослідженнь була встановлена ефективність донорів NO стосовно гіперплазії інтими. При цьому NO легко проходив крізь шари судинної стінки шляхом дифузії та гальмував гіперплазію інтими завдяки інгібіції фібробластів та гладеньких м’язів судинної стінки. При впровадженні подібної фармакотерапії досягалося накопичення NO в місці пошкодження гладеньких м'язів. Внаслідок вибраноїтактики лікування можна уникнути побічних системних ефектів, таких як гіпотензія, коагулопатія, головний біль. Гель нановолокна при зовнішньому застосуванні може підтримувати ріст і диференціацію різних клітин [Beniash E.; Silva G.5, 26], а також дає можливість створювати імпланти [Guler M.11]. При цьому важливою є властивість пептидної амфіфільної молекули зв’язувати гепарин [Keefer L.17]. В NO-гепариновому розчині, що є стійким при центрифугуванні, природа самозбірки пептидної амфіфільної системи дозволяє нановолокнам утворювати гель майже постійно і потребує для цього незначного часу. Більшу фармакологічну активність у пригніченні гіперплазії інтими, гальмування запалення, інфільтрації моноцитів, лейкоцитів, проліферації і міграції має сполука PROLI/NO.

Створений ще один донор азоту – гепарин-МОМ-піперизин-NO кон’югат, але дана сполука показала ефективність лише в дослідах in vitro.

Доцільно створювати нановолокна з залученням наступних метаболічних речовин: амінокислот (аланін, лейцин, гліцин, лізин, аргінін), солей хлористоводневої кислоти. Комбінація NO та нанотехнології дозволили отримати нановолокнистий гель, що підтвердив ефективність в дослідах на щурах при пошкодженні каротидної артерії. В усіх цих дослідах застосування сполуки з нановолокнами значно гальмувалася гіперплазія інтими. В той же час сполука була практично не токсичною [Harrington D.12].

Ще одним напрямком досліджень в галузі нанокардіології можна вважати створення за допомогою нанотехнологій стінок судин, що будуть стійкими до атерогенних та спазмогенних впливів. Завдяки класичним роботам Євгена Бела з’явилися повідомлення про штучне створення стінки судин, що стало новим кроком у розвитку нанобіотехнології [Harrington D.12]. Вподальшому були повідомлення щодо успішного вживлення кровоносних у якості імплантів [Weinberg C.29]. Але це питання повністю не вирішили і тому для досягнення мети були застосували більш ефективні підходи. Для створення ідеальної судинної стінки необхідно, щоб матеріал відповідав деяким вимогам, а саме був вкритим атромбогенними ендотеліальними клітинами і, як наслідок, був стійким до тромбозів. Крім того, цей матеріал повинен мати біомеханічні властивості, а саме протистояти звуженню отвору судини при потовщенні інтими, що може призвести до серйозних наслідків, таких як втрата форми, протеолітичнадеградація екстрацелюлярного матриксу та розвиток аневризми, що пов’язано з деградацією судинної стінки. Таким чином, профілактика вищеперерахованих ускладнень є дуже суттєвою при створенні надійних судинних протезів. При цьому повинні бути суворо дотримані певні вимоги: наявність твердої природної основи, коли клітини входять у певні отвори, гідрогелевої основи, коли клітини занурюютьсяв гідрогель та утворення клітинних сполучень, які сприяють взаємодії моношарів клітин. Саме нанотехнологія створює нову базу для впровадження нових клітинних технологій. Незважаючи на те, що нанотехнології включають частинки розміром від 1 до 100 нм, навіть великі судини можна створити завдяки наноструктуризації та наномоделюванню біоматеріалів. Наноструктурилізація може посилити організацію природного судинного ендотелію, що має атромбогенність та поліпшує взаємодію клітин. Гідрогелі, модифіковані факторами росту, а також завдяки екстрацелюлярним пептидам матриксу, що являють наномоделі, розширюють функції матеріалу, поліпшують властивість цього гідрогелю і тому спрямовують клітинну і тканинну диференціацію [Mironov V.23].

Саме нанотехнологія сприяє поліпшенню мікросередовища. Крім цього, застосування гідрогелей дозволяє контролювати фенотип клітин судин. Контроль за поведінкою клітин в біоматеріалах включаює ідентичність (специфічність) ліганду, наявність, в’язкість наномоделювання, архітектоніку та механічні властивості матеріалу. Встановлено, що саме функціональні ліганди екстрацелюлярного матриксу або фактори росту можуть спрямовувати клітинну диференціацію та поліпшити дозріванню утвореної тканини судин в синтетичних гідрогелях [Chai C., 7].

Роль в’язкості лігандів та здатності до утворення кластерів визначали за допомогою флуоресцентного резонансного енергопереносного аналізу. При конструюванні тканин судин враховували три важливих аспекта: походження, пористість і основа нановолокна та гідрогелю. Одним з важливих параметрів є пористість матеріалу, структура застосованих синтетичних матеріалів, які впливають на диференціацію судинної стінки, вплив середовища на структуру основи і інші клітини судинної стінки. Наприклад, ріст мезенхімальних стовбурових клітин на колагенових нановолокнах поліпшує клітинну життєздатність, підвищує клітинну міграцію, регулює синтез колагену. Ендотеліальні клітини диференціюються на шовкових нановолокнах, що є мікроволокнами.Центрифугування сприяє створенню модельних тканин. Нанотехнологія створення штучної судинної стінки реалізується шляхом впливу магнітних наночастинок на клітинні мембрани, при цьому процес диференціації клітин перебував під постійним контролем.

Біодинамічні субстрати, що складаються з наночастинок альбуміну розміром 100 нм взаємодіють з клітинними адгезивними фрагментами фібронектину. Їх застосовують для осадження екстрацелюлярного матриксу, тобто для його будови.

Для створення атромбогенних і тромборезистентних поверхонь судинної стінки проводять імобілізаціюатромбогенних молекул та створення позаклітинних тромборезистентних структур [Lutolf M.20].

Імобілізація молекул підвищує ендотелізацію in vitro та in vivo, в свою чергу підвищення ендотелізації відбувається завдяки впливу наночастинок заліза оксиду або магнітних мікрокраплин на клітини ендотелію. Створення амфіфільної ліпотропної поверхні здійснюється за допомогою антитромбогенного фосфоліпідного полімеру, який набуває специфічних властивостей після імплантації in vivo. Також відомі нанокомпозити поліуретину з антитромбогенними властивостями. Окремим напрямком досліджень є імобілізація СD34 антитіл на поверхні судин, що сприяє їх ендотелізації. Зміни структури клітинних мембран, імобілізація ліпідних моношарів підвищувалояк їх атромбогенність, так і тромборезистентність [Jordan S., Smith L., Tanaka M.15, 27, 28]. Створенню судинної тканини сприяло застосування електроспінової технології, а також широкого спектру синтетичних полімерів. Електроспіни природних протеїнів, таких як колаген та еластин поодинці або в комбінаціях та в сполученні з синтетичними полімерами застосовували для імітації протеїнів судинної стінки з природними біотехнологічними властивостями [Murugan R.21].

Нановолокна створюють відмінні умови для взаємодії клітин, клітинної міграції, сприяють утворенню м’язових шарів. Отримані нановолокна можуть відрізнятися за розміром, формою, складом, бути твердими, пористими, полими та ін. У нановолокон можуть бути додаткові властивості, наприклад здатність вивільнювати кисень. Саме електроспінова технологія сприяє утворенню подібних нановолокон [Marugan R. 22].

Основою екстрацелюлярного матриксу є колаген. Для створення волокнистих біоматеріалів застосовують синтетичні і природні пептиди, і їх прекурсори [Woolfson 30].

Саме створення комплексів з вищезазначених матеріалів стало підставою для впровадження гібридних матеріалів завдяки їх біосумісності [Gauba V.10]. Так, синтезований гетеротример мав високу стабільність, електростатичну взаємодію між ланцюгами. Подібними влістивостями володіли еластин та еластинові поліпептиди, які можуть бути застосовані в якості матеріалу для створення штучних судин [Kotch F.18].

Застосування наночастинок оксиду заліза сприяло ендотелізації, формуванню ендотеліальних моношарів. В останні часи продовжуютьстворювати тканини судин, які розташовані в органах і володіють атромбогенними властивостями. Крім електроспінового методу існують й інші технології для створення штучних судин.

В зв’язку з тим, що атеросклероз є причиною смерті та інвалідності населення, продовжується пошук нових підходів із застосуванням нанотехнологій для лікування цього захворювання. Оксид азоту має багато аспектів фармакологічної дії, включаючи інгібіцію агрегації тромбоцитів, хемотаксис лейкоцитів, проліферацію і міграцію клітин гладеньких м’язів і апоптозу ендотеліальних клітин. Разом з тим, перспективним є пошук нових наномедикаментів на підставі антиоксидантів, включаючи біометали й інші природні сполуки.

Література (ост.вар)

1. Арчаков А.И., Иванов Ю.Д. Нанотехнологии в диагностике и терапии // Медико-социальные аспекты отечественного здравоохранения. Актуальные вопросы диагностики и лечения в клинике внутренних болезней. – М.: Общероссийский общественный фонд «Здоровье человека», 2007. – С. 10–18.

2. Москаленко В.Ф., Лісовий В.М., Чекман І.С., Горчакова Н.О. та співавт. Наукові основи наномедицини, нанофармакології та нанофармації // Вісник Національного медичного університету. – 2009. - №2. – С. 17–31.

3. Agoramoorthy G., Chakraborty C. Re: introduction to nanotechnology: potential applications in physical medicine and rehabilitation // Am. J. Phys. Med. Rehabil. – 2007. – Vol. 86, N12. – P 1031 – 1032.

4. Behanna H.A., Rajangam K., Stupp S.I. Modulation of fluorescence through coassembly of molecules in organic nanostructures // J. Am. Chem. Soc. – 2007. – Vol. 129, N2. – P 321 – 327.

5. Beniash E., Hartgerink J.D., Storrie H. et al. Self-assembling peptide amphiphile nanofiber matrices for cell entrapment. // Acta Biomaterialia – 2005. – Vol. 4, N1 – P 387 – 397.

6. Caruthers S.D., Wickline S.A., Lanza G.M. Nanotechnological applications in medicine // Curr. Opin. Biotechnol. – 2007. – Vol. 18, N1 – P 29 – 30.

7. Chai C., Leong K.W. Biomaterials approach to expand and direct differentiation of stem cells // Mol. Ther. – 2007. – Vol. 15 – P 467 – 480.

8. Chnari E., Nikitczuk J.S., Uhrich K.E., Moghe P.V. Nanoscale anionic nanomolecules can inhibit cellular uptake of differentially oxidized LDL biomacromolecules. – 2006. – Vol 7. – P 597 – 603.

9. Davis M.E., Hsieh P.S., Takahashi T. et al. Local myocardial insulin-like growth factor (IGF-1) delivery with biotinalated peptide nanofibers improves cell therapy for myocardial infarction // Proc. Natl. Acad. Sci USA. – 2006. – Vol 103 – P 8155 – 8160.

10. Gauba V., Hartgerink J.D. Self-assembled heterotrimeric collagen triple helices directed through electrostatic interactions // J. Am. Chem. Soc. – 2007. Vol. 129. – P 2683 – 2690.

11. Guler M.O., Hsu L., Sou Kasene S. et al. Presentation of RGD S epitopes on self-assembled nanofibers of branched peptide amphiphiles // Biomacromolecules. – 2006. – Vol. 6, N7. – P 1855 – 1863.

12. Harrington D.A., Cheng E.Y., Guler M.O. et al. Branched peptide amphiphiles as self-assembling coatings for tissue engineering scaffolds // J. Biomed. Mater. Res. Part. A. – 2006 – Vol. 78, N1 – P 157 – 167.

13. Hsieh P.S., Davis M.E., Cannon J. et al. Controlled delivery of PDGF BB for myocardial protection using injectable self-assembling peptide nanofibers // J. Clin. Invest. 2006. – Vol 116. – P 237 – 248.

14. Jain K.K. Nanomedicine: Application of nanobiotechnology in medical practice // Med. Princ. Pract. – 2008. - Vol. 17. – P 89 – 101.

15. Jordan S.W., Chaikof E.L. Novel thromboresistant materials // J. Vasc. Surg. – 2007. – Vol. 45 – P A104 – A115.

16. Kapadia M.R., Chow L.W., Tsihlis N.D. et al. Nitric oxide and nanotechnology: a novel approach to inhibit neointimal hyperplasia // J. Vasc. Surg. – 2008. – Vol. 47, N1 – P 173 – 182.

17. Keefer L.K. Progress toward clinical application of the nitric oxide – releasing diazeniumdiolates // Annu Rev. Pharmacol. Toxicol. – 2003. – Vol. 43. – P 585 – 607.

18. Kotch F.W., Raines R.T. Self-assembly of synthetic collagen triple helices // Proc. Natl. Acad. Sci USA. – 2006. – Vol. 103. – P 3028 – 3033.

19. Lanza G.M., Winter P.M., Caruthers S.D. et al. Nanomedicine opportunities for cardiovascular disease with perfluorocarbon nanoparticles // Nanomedicine. – 2006. – Vol. 1. – P 321 – 329.

20. Lutolf M.P., Hubbell J.A. Synthtic biomaterials as instructive extracellular microevironments for morphogenesis in tissue engineering // Nat. Biotechnol. – 2005. – Vol. 23. – P 47 – 55.

21. Murugan R., Ramakrishna S. Nano-featured scaffolds for tissue engineering: a review of spinning methodologies // Tissue Eng. – 2006. – Vol. 12 – P 435 – 447.

22. Marugan R., Ramakrishna S. Design strategies of tissue engineering scaffolds with controlled fiber orientation // Tissue Eng. – 2007. – Vol 13. – P 1845 – 1866.

23. Mironov V., Kasyanov V., Markwald R.R. Nanotechnology in vascular tissue engineering: from nanoscaffolding towards rapid vessel biofabrication // Trends in biotechnology. – 2008. – Vol.20, N6 – P 338 – 343.

24. Rajangam K., Behanna H.A., Hui M.J. et al. Heparin binding nanostructures to promote growth of blood vessels // Nano Lett. – 2006. – Vol. 6, N9. – P 2086 – 2090.

25. Rosamond W., Flegal K., Friday G. et al. Heart disease and stroke statistics – 2007 update – A report from American Heart Association Statistics Committee and Stroke Statistics Subcommittee // Circulation. – 2007. – Vol. 115, N5 – P E60 – E171.

26. Silva G.A., Czeisler C., Niece K.L. et al. Selective differentiation of neutral progenitor cells by high-epitope density nanofibers // Science. – 2004. – Vol. 5662, N303. – P 1352 – 1355.

27. Smith L.A., Ma P.X. Nano-fibrous scaffolds for tissue engineering // Colloids Surf. B Biointerfaces. – 2004. Vol. 39. – P 125 – 131.

28. Tanaka M., Sackmann E. Polymer-supported membranes as models of the cell surface // Nature. – 2005 – Vol. 437. – P 656 – 663.

29. Weinberg C.B., Bell E. A blood vessel model constructed from collagen and caltured vascular cells // Science – 1986. – Vol. 231. – P 397 – 400.

30. Woolfson D.N., Ryadnov M.G. Peptide-based fibrous biomaterials; something old, new and borrowed // Curr. Opin. Chem. Biol. – 2006. – Vol. 10 – P 559 – 567.

Онкологія

Злоякісні пухлини є однією з головних причин смертності людей, що в останні роки перевищує навіть захворювання серцево-судинної системи [Baba K. 6]. Лікування хворих зі злоякісними пухлинами проводиться застосуванням протипухлинних медикаментів, опромінюванням та оперативним втручанням. Але їхня ефективність недостатня, тому проводиться пошук нових методів лікування злоякісних пухлин. Одним із таких напрямків є нанотехнології і розроблені на цій основі нанопрепарати [Akerman M.; Dougherty T.3, 15]. Нанопрепарати мають бути розміром від 1 до 100 нм. Перехід від „мікро” до нанорозміру – це не лише кількісний, але і якісний процес, що дає змогу маніпулювати не з речовиною, а з окремими атомами [Kobayashi H.30].

Лікування хворих зі злоякісними пухлинами за допомогою нанотехнологічних розробок розглядається з чотирьох головних позицій:

1. Рання діагностика за допомогою наночастинок.

2. Виявлення пухлинних клітин з використанням радіоконтрастних наноречовин та квантових частинок.

3. Біокон’юговані наночастинки для цільової доставки лікарських.

4. Фотодинамічна терапія раку.

 

1. Рання діагностика за допомогою за допомогою наночастинок.Позитивний результат терапії злоякісних пухлин залежить від ранньої діагностики, застосування протипухлинних лікарських засобів або хірургічного втручання. Однак, у більшості випадків трансформація нормальної клітини у пухлинну не піддається діагностиці, тому що відсутні високочутливі технології, які могли б виявити пухлину на самих ранніх стадіях розвитку. Тому діагностика ранніх проявів раку є актуальною проблемою в усьому світі [Loo C.32].

Біомолекулярні сенсори, що мають властивість „масованого множення”, тобто одночасного виявлення великої кількості молекул різних рівнів, розроблені з метою діагностики злоякісних пухлин, прогнозу розвитку захворювання і моніторингу ефективності терапії. Найбільш перспективні засоби – наноструктурні сенсори: наноконсолі та наноконсольні матриці. Це веретеноподібні (або трампліноподібні) системи з фіксованими антитілами. Протеїни-біомаркери, зв’язуючись з цими антитілами викликають конформацію наноконсолей. Відхилення реєструються з використанням лазерних технологій або електронного обладнання за зміною резонансних частот [Me Neil 35].

Нанесення на металевий ізольований субстрат наноолігонуклеотидного чипу, що проявляє специфічні, тобто комплементарні властивості до ДНК об’єкта, який необхідно визначити (в даному випадку, це маркери онкогенезу) [Li X. 31].

Технологія мікроматричного аналізу використовується в молекулярній діагностиці різних захворювань, генотипуванні та терапевтичному „тропному націлюванні” на біомаркери. Мікроматричний принцип полягає у синтезі фрагментів односпіральної ДНК послідовно по одному нуклеотиду просторово орієнтованим на дію селективного випромінювання на субстрат [He X.X.25].

Після відкриття фулеринів (нанорозмірні структури, що складаються з атомів вуглецю, розташованих в певному порядку, що за формою нагадують футбольний м’яч) та ідентифікації нанотрубок (структури циліндричної форми, що складаються з атомів вуглецю з поперечним розміром порядку нанометрів при до тисячі раз більшій довжині) були розпочаті інтенсивні дослідження вуглеводневих наноструктур у напрямку отримання високоспецифічних сенсорних систем для вирішення біомедичних завдань. Наприклад, по відношенню до нанотрубок з’явилися дані про успішне використання високоспецифічних сенсорів до антитіл та їх фрагментів при аутоімунних захворюваннях, а також у якості засобу виявлення різноманітних нуклеїнових кислот лише по одному нуклеотиду [Cuenca A.10].

Корпорація Intel в рамках проекту створює в Онкологічному центрі ім. Фреда Хатчінсона в Сіетлі (США, Штат Вашингтон) установку Intel Raman Bioanalyzer System, що дозволяє отримувати зображення, які відображають хімічну структуру молекул, опромінюючи лазером найменші медичні біооб’єкти, наприклад, зразки сироватку крові. Установка Intel Raman Bioanalyzer System основана на методі спектрометрії комбінаційного розсіювання (рамановська спектрометрія). Під впливом променя лазеру молекули досліджуваної речовини випромінюють світло, спектр якого реєструють датчики рамановського спектрометра. Кожна речовина має унікальний рамановський спектр, що залежить від її хімічної структури. Медики Онкологічного центру ім. Фреда Хатчінсона сподіваються, що ця установка - найбільш чутливий пристрій такого роду в світі, допоможе їм виявляти в крові людини білки, що відповідають за схильність до різних захворювань, в тому числі і раку [Kobayahi H.30].

В іншому дослідженні для виявлення специфічних пухлинних маркерів застосували імуноаналіз з використанням стабільних нанооболонок або нанозарядів золота, що змінюють свій колір при взаємодії ліганду з квантовими частинками, поєднаними зі специфічними антитілами [Sinha Rajni 40]. Тобто наночастинки золота виступають як контрастні агенти. Завдяки електростатичним та гідрофобним взаємодіям до цих частинок можна приєднати будь-яке антитіло. В момент взаємодії антитіла з антигеном наночастинка змінює свій колір, що реєструється за допомогою спеціальних приладів [Copland J.9].

Таким чином, нанонаука з її високочутливими нанотехнологіями є перспективним напрямком ранньої діагностики злоякісних пухлин [Fritz J.18].

2. Виявлення пухлинних клітин з використанням радіоконтрастних наноречовин та квантових частинок.Квантові частинки (КЧ) – потужні оптично-контрастні агенти, що можуть використовуватися, як для моніторингу клітинних реакцій в тканинах організму, так і для виявлення пухлини in vivo. КЧ мають властивість флуоресцентного випромінювання під впливом електронного збудження (від видимого до інфрачервоного спектрів). Частинки складаються з неорганічного елементу кори та металевої оболонки, та мають спектр флуоресцентного випромінювання від 400 до 2000 нм, що залежить від їх розміру та складу [Gao X.; Hirsch L.21, 26].

Приєднання квантових частинок до пухлинних клітин дає можливість прослідкувати їх метастазування, тобто розповсюдження по організму. Jun Qian проведено дослідження щодо використання поверхневомодифікованих квантових часток для виявлення раку підшлункової залози. Cd Se/Cd S/Zn S квантові частинки мають значний фотолюмінесцентний ефект і стабільність. Це дає змогу використовувати їх для виявлення пухлинних клітин in vitro, використовуючи трансферин та антиклаудин-4 як мішеневі ліганди [Jun Qian,28].

Переваги використання КЧ перед звичайними радіоконтрастними фарбами полягають у можливості уникнення шкідливого опромінення. Флуоресценція КЧ у ближньому інфрачервоному спектрі сприятлива для виявлення пухлин in vivo, тому що спостерігається невелике тканинне розсіювання і абсорбція світла. Використовуючи поверхневі модифікатори можна збільшити біодоступність КЧ [Allen T.5].

Наявність у структурі КЧ важких металів та даних про цитотоксичність цих частинок може зменшити їх використання у медицині. КЧ не модифіковані полімерами розпадаються під впливом УФ-випромінювання і можуть вивільняти метали, які містяться в них, наприклад, токсичний кадмій [Chari R.7]. Модифікація КЧ поліетиленгліколем (ПЕГ) або міцелярна інкапсуляція обмежує вивільнення важких металів у відповідь на УФ-випромінювання [Nashat A.37].

Нанооболонки – це структури 10-300 нм у діаметрі, що складаються з діелектричної кори та металевої оболонки, в основному – золотої. Нанооболонки здатні перетворювати електричну енергію у світло. Ці наноструктури мають емісію від УФ до ІЧ-спектру. Нанооблонкам притаманний такий же терапевтичний та діагностичний ефект, як КЧ, при цьому вони не містять важких металів [Jiang W.27]. Нанооболонки використовували для виявлення пухлин in vivo за допомогою оптичної когерентної та фотоакустичної топографії [Galanis E. 19]. Покриття золотої оболонки ПЕГ збільшує їх біодоступність та час циркуляції in vivo [Rosi N.38].

Золоті наночастинки – інша принадна платформа для діагностики та терапії злоякісних пухлин. Золоті наночастинки мають свої переваги у зв’язку з їх перевіреним успішним використанням у медицині (лікування ревматоїдного артриту) та простим синтезом. Ці структури використовують як контрастні агенти in vitro у зв’язку з їх властивістю розсіювати видиме світло [Derfus A.14]. Sokolov К. і співав. успішно застосовували кон’юговані з антитілами золоті наночастинки для ідентифікації предракових ушкоджень простати [Socolov K.41].

3. Біокон’юговані наночастинки для цільової доставки лікарських засобів.Більшість протипухлинних препаратів не здатні до диференціації пухлинних та нормальних клітин, що призводить до системної токсичності та розвитку побічних ефектів. Швидка елімінація та широке нерівномірне розподілення протиракових лікарських засобів обумовлює їх застосування у великих дозах, що є економічно не вигідне та небезпечне для хворого [Cinteza L.8].

Використання біокон’югованих наночастинок дає змогу селективно діяти на пухлинні клітини, вивільняти та накопичувати лікарські засоби у необхідних місцях. Ліпосоми – перші сполуки, що використовувалися з цією метою. Ліпосомальна форма доксорубіцину дозволена для лікування саркоми Капоши, раку молочної залози та рефрактерних форм раку яєчника. Перевагою ліпосом є доставка лікарських засобів у водному середовищі, що робить непотрібним використання солюбілізуючих агентів, які можуть викликати гіпертензивні реакції [Baba K.6]. Модифікація ліпосом ПЕГ забезпечує захист цих частинок від імунної системи. Такі ліпосоми циркулюють у крові більш значний час та пасивно акумулюють у пухлинних клітинах завдяки EPR-ефекту (ефект проникнення та утримання) [Gorelik E.22].

Доставка лікарських засобів може бути як активною, так і пасивною [Mansour A.34]. До пасивної доставки відносять EPR-ефект, пухлинне оточення, пряма локальна дія, а для активної – вплив на карбогідрати, рецептори і антигени.

1. ЕРR – ефект. Більшості полімерних частинок притаманний EPR-ефект. Даний ефект полягає в тому, що патологічна судинна стінка на відміну

від нормальної проникна як для великих молекул, так і невеликих частинок, що в кінцевому результаті накопичуються в міжклітинному просторі пухлини. При онкопатології накопиченню також сприяє недостатність лімфатичної системи, що відповідає за дренаж макромолекул в нормальних тканинах. Розмір пор ендотелію кровоносних судин більшості пухлин коливається від 200 до 600 нм в діаметрі. Ця властивість дозволяє частинкам відповідного розміру проникати безпосередньо в пухлинну тканину [Moghimi S.36].

2. Пухлинне мікрооточення. Ця форма пасивної проникності лікарських засобів заснована на принципі того, що медикаменти кон’югуються з пухлинно специфічними молекулами і перетворюються на активний агент (пухлинно-активована пролікарська терапія) [Akerman M.4].

Mansour А. М. [34] розробив водорозчинне похідне доксорубіцину, інкорпороване у матриксну послідовність металопротеїназ-2 - специфічного пептиду. Цей полімер-кон’югований препарат має високий афінітет до цистеїну-34 циркуляторного альбуміну. Така форма альбуміну «розколює» матрикс металопротеїнази-2, вивільняючи доксорубіцин. pH та редокс-потенціал також сприяють вивільненню ліків у необхідному локусі.

3. Пряма локальна дія дозволяє лікам проявляти свої терапевтичні властивості безпосередньо у пухлинній клітині, попереджаючи системну циркуляцію, завдяки інтравезикулярним ін’єкціям. Так, наприклад, в одному клінічному дослідженні хімічний агент онікс-0115 був використаний для лікування злоякісних пухлин мозку (внутрішньопухлинне введення), раку підшлункової залози (внутрішньопухлинний вплив через ендоскопічний ультразвук), метастазуючого раку товстої та прямої кишки (через печінкову артерію), раку яєчників (внутрішньопухлинна дія). Недоліками прямої ін’єкції є те, що це високоінвазивний метод, локалізація пухлини не завжди відома, та сама пухлина є недоступною для ін’єкцій (наприклад, рак легень) [Sengupta S.39].

4. Вплив на карбогідрати. Карбогідрати, що знаходяться на поверхні пухлинних клітин впливають на їх взаємодію з нормальними клітинами при розростанні та метастазуванні. Лектини – специфічні протеїни, які взнають «чужорідні» структури карбогідратів на поверхні пухлинних клітин та відіграють роль у природженому та набутому імунітеті. Лектини впливають на виживання пухлинних клітин, їх адгезію до ендотелію або екстрацелюлярного матриксу, на васкуляризацію та інші процеси, що є недопустимими для метастазування. Тому, використовуючи наночастинки з молекулами карбогідратів, що безпосередньо взаємодіють з лектинами або лектини, інкорпоровані у наноструктури, які прямо впливають на поверхневоклітинні карбогідрати, можна селективно впливати антираковими агентами на пухлини [Decuzzi P.12].

5. Безпосередній вплив антиракових агентів на пухлинні клітини завдяки ліганд-рецепторній та антитіло-антиген взаємодіям. Для цього використовують мультифункціональні (полімодальні) наночастинки, що складаються із носія одного або більше хіміотерапевтичних агентів кон’югованих антитіл чи специфічних лігандів бімолекулярного розпізнавання, контрастних речовин для підсилення сигналу візуалізації, „агенту-розмикачу” контактів ендотеліоцитів та ПЕГ для попередження можливості захвату макрофагами [Maeda H.; Mansour A.; Wang Y. 33, 44]. Наприклад, до наночастинки приєднують антитіло, яке специфічно взаємодіє з антигеном, внаслідок чого медикаменти вивільняються в необхідному місці [Cinteza 8].

Кремній та діоксид кремнію являють собою нові перспективні матеріали для створення нановекторів. Пористі структури на основі цих речовин піддаються біодеградації, темпи якої (години й хвилини) значно перевищують швидкість руйнування інших полімерних матеріалів (тижні і місяці), завдяки чому, швидкість вивільнення з них агентів набагато вища [Harisinghani M., Jun Qian, 23, 28].

Особливої уваги заслуговують дендримери – самозбірні системи синтетичних полімерів. Їх застосування дозволило неінвазивним шляхом виявляти одиничні метастатичні клітини в лімфатичних вузлах при експериментальному раку молочної залози у лабораторних тварин [Ernest S. 16]. Змінюючи термінальну функцію дедримерів, можна цілеспрямовано доставляти лікарські засоби, як гідрофобні, так і гідрофільні. Однак, при застосуванням дендримерів у клініці, такі препарати повинні пройти перевірку на токсичність [Gao X. 21].

Металовмісні нановектори – це кремнієве ядро, вкрите шаром золота, товщину якого підбирають в залежності від необхідної потужності променевої дії (частіше ближній інфрачервоний спектр) для отримання ефекту локальної термоабляції (від лат. „ablation” – видалення, відторгнення). Метод апробований на моделі вірус індукованих пухлинах у лабораторних тварин [Cui Y. 11].

Sengupta S. і співав. показали, що вивільнення агенту антиангіогенезу та хіміотерапевтичного агенту з однієї наночастинки має кращий терапевтичний ефект. Агент антиангіогенезу інкорпорується у зовнішній ліпідний шар, а хіміотерапевтичний засіб – у кору наночастинки. Коли наноклітина проникає у пухлину завдяки EPR-ефекту спочатку вивільняється агент антиангіогенезу, спричинюючи зупинку пухлинної васкуляризації, потім повільно вивільняється хіміотерапевтичний агент, індукуючи апоптоз пухлинних клітин [Sengupta S.39].

Фотодинамічна терапія раку.Фотодинамічна терапія (ФДТ) злоякісних пухлин основана на концепції того, що звичайні терапевтичні молекули – світло чутливі лікарські засоби, так звані фотосенситезатори (ФС), які можуть локалізуватися у пухлинних тканинах і під впливом світла певного спектра, генерувати види реактивного кисню (вільні радикали, пероксиди, синглетний кисень). Ефективне застосування ФС зумовлене їх селективним накопиченням у необхідному місці (наприклад, пухлині), обмеженням фото іррадіації та послідуючого фотодинамічного ефекту у специфічній ділянці. Відомо, що ФС не токсичні без світлової експозиції, тому, навіть, накопичуючись в нормальних тканинах, завдяки можливості іррадіації світла у певній ділянці, не спричинюють токсичного ефекту [Gao De20].

Не дивлячись на переваги, ФДТ має і недоліки. Так, ФС абсорбують світло у видимій ділянці нижче 700 нм, але проникнення цієї частини спектра світла через шкіру незначне (кілька мм), що обмежує використання ФДТ для лікування топічних ушкоджень. Для вирішення цієї проблеми розробили метод двофотонної терапії, при якому зафарбовані молекули абсорбують два фотони з невеликою енергією. Збудження двофотонних молекул можливе у інфрачервоному спектрі (700-1100 нм). Це перешкоджає розсіюванню світла і дає можливість проникати у глибші ділянки [Ferrari M.17].

Більшість ФС є гідрофобними молекулами з малою водорозчинністю, що унеможливлює їх внутрішньовенне використання. Більше того, навіть, селективна акумуляція водорозчинних ФС є недостатньою для ефективного лікування. З метою вирішення цієї проблеми запропоновані різноматні колоїдні переносники: ліпосоми, ліпопротеїди низької щільності, полімерні міцели, наночастинки. Ці переносники запобігають контакту медикаментів з нормальними тканинами та, завдяки EPR-ефекту, проникають у пухлини клітин. Окрім того, ці частинки мають властивість біокон’югації, що підвищує біодоступність лікарських засобів. Ці колоїдні переносники мають ряд переваг перед некон’югованими ФС [Hasan T.24]:

- стабільні у водному середовищі;

- завдяки EPR-ефекту можуть проникати у більш глибокі шари тканин організму;

- перешкоджають безпосередній контакт молекул лікарських засобів з нормальними тканинами;

- проявляють властивість біокон’югації що збільшує біодоступність лікарських засобів;

- довго циркулюють у кровоносному руслі, так як не захоплюються клітинами ретикулоендотеліальної системи та макрофагами.

У експериментальному дослідженні Gao De і співав. застосовували поліакриламідні наночастинки для лікування раку мозку. Ці наночастинки – гідрофільні полімери і подібні до тканин організму, показали мінімальну агрегацію або абсорбцію протеїнами з рідин організму, завдяки нейтральному поверхневому заряду. Розмір поліакриламідних частинок легко контролюється, а самі частинки добре кополімеризуються з іншими мономерами, що дає змогу безпосередньо впливати на «цільові» ділянки та контролювати рівень їх біодеградації. Таким чином, продемонстрована можливість інкапсулювання токсичних ліків у нейтральний гідрофільний матрикс для запобігання токсичного ефекту на неушкоджені тканини. Завдяки біологічній інертності частинки не поглинаються ендоцитами та іншими захисними системами організму. Модифікація наночастинки такими біомаркерами, як фолієва кислота або протипухлинні антитіла дає змогу селективно впливати на пухлинні клітини [Gao De20].

У іншому експериментальному дослідженні продемонстроване інгібування онкогенезу завдяки застосуванню органічно модифікованих кремнієвих наночастинок (ORMOSIL) з інкапсульованими фотосенситизаторами (ФС) та флуоресціюючими фарбами, що взаємно підсилюють двофотонну абсорбцію світла. Мікропористий матрикс ормосилу є причиною можливого вивільнення ФС протягом циркуляції у системному кровообігу. Для запобігання цьому ФС не просто інкапсулювали у наночастинку, а ковалентно зв’язували. In vitro доведений прямий пригнічуючий вплив цих наночастинок на пухлинні клітини [Hasan T.; Kim S. 24, 29].

Як вже зазначено вище ФС – гідрофобні речовини, що обмежує їх використання. Для збільшення їх гідрофільності часто використовують відповідні стабілізатори (сурфактанти), які можуть негативно вплинути як на фармакокінетику лікарських засобів, так і викликати алергічні реакції в організмі людини. Для запобігання цьому Baba K. і співав. запропонували використовувати нанокристали. Останні отримували таким чином: лікарський засіб розчиняли у диметилсульфоксиді, а потім у воді, завдяки чому молекули лікарського засобу самозбиралися у нанокристали стабільні у водній фазі. Ці частинки 110 нм у діаметрі показали протипухлинну активність, як in vitro, так і in vivo, до того ж гідрофобні ліки вивільнялися з них у незміненому вигляді [Voura E.; Xie R.43, 45].

Широко застосовувані транспортні системи доставки лікарських засобів з використанням антитіл мають також свої недоліки: недостатня глибина проникнення у пухлини, активність обмежена лише тими малігнізованими клітинами, що містять відповідний антиген, неможливістю імуногенетичної передбачуваності. Розроблений діацилліпідний нанотранспортер, що складається з полімерної міцели, сполученої з магнітною Fe3O4 частинкою. Цей нанотранспортер (менше 100 нм у діаметрі) керується зовнішнім магнітним полем і проявляє високу стабільність та біодоступність, що дає можливість його застосувати у фотодинамічній терапії злоякісних пухлин [Tymish Y.42].

Заключення.Нанотехнології можуть застосовуватися для діагностики та лікування різноманітних захворювань, в тому числі і такої важкої патології, як злоякісні пухлини. За допомогою нановекторів для цільової доставки та вивільнення протиракових лікарських засобів, контрастних агентів з метою візуалізації, фотосеситизаторів у фото динамічній терапії, а також за допомогою нанопровідників і наноконсолей є можливість ранньої діагностики передракових станів та злоякісних новоутворень, а також більш ефективного лікування даної патології.

 

Онкологія (оствар)

1. Мовчан Б. А. Электронно- лучевая нанотехнология и новые материалы в медицине – первые шаги // Вісник фармакології і фармації. – 2007. – № 12. –C. 5-13.

2. Сучков А. Нанотехнологии: когда наноразмер имеет вселенские размеры // InfoCom.uz. – 2004. – № 3. – C. 25-26.

3. Чекман І.С., Ніцак О.В. Нанофармакологія: стан та перспективи наукових досліджень // Вісник фармакології і фармації – 2007. – №11. – С. 7-11.

4. Akerman M.E. Nanocrystal targeting in vivo // Proc. Natl. Acad. Sci. USA. – 2002. – 99, N 12. – P. 12617-12621.

5. Allen T.M. Liposomes containing synthetic lipid derivatives of PEG show prolonged circulation half-lives in vivo // Biochim Biophys. Acta. – 1991. – 10, N 66. – P. 29-36.

6. Baba K., Haridas E.P. New Method for delivering a hydrophobic drug for PDT using pure nanocrystal form of the drug // Molecular pharmaceutics. – 2005. – 4, N 2. – P. 289-297.

7. Chari R.V. Targeted delivery of chemotherapeutics: tumor-activated prodrug therapy // Adv. Drug. Deliv. Rev. – 1998. – 31. – P. 89-104.

8. Cinteza L.O., TymishYDiacyllipid micelle-based nanocarrier for magnetically guided delivery of drugs in PDT // Molecular pharmaceutics. – 2006. – 3, N4. – P. 415-423.

9. Copland J.A. Bioconjugated gold nanoparticles as a molecular based contrast agent // Mol. Imaging Biol. – 2004. – 6. – P. 341-349.

10. Cuenca A.G. Emerging implications of nanotechnology on cancer diagnosnics and therapeutics // Cancer. – 2006. – 10, N 7. – P. 459-466.

11. Cui Y. Nanowire nanosensors for highly sensitive and selective detection of biological and chemical species // Science. – 2001. – 29. – P. 1289-1292.

12. Decuzzi P., Ferrari M. Non-specific interaction of nanoparticlesas drug delivery and nanoharvesting agents within the vasculature // Ann. Biomed. Eng. – 2002. – 30. – P. 156-166.

13. Demers L.M. Direct patterning of modified oligonuclootides on metals and insulators by dip-pen nanolithography // Science. – 2002. – 29, N 6. – P. 1836-1838.

14. Derfus A.M. Probing the cytotoxicity of semiconductor quantum dots // Nano lett. – 2004. – 4. – P. 11-18.

15. Dougherty T.J. Photodynamic Therapy of Cancer // Photochem. Photobiol. – 1987. – 45. – P. 879.

16. Ernest S., Kawasaki A. Nanotechnology, nanomedicine, and the development of new, effective therapies for cancer // Nanomedicine: Nanotechnologe, Biology and Medicine. – 2005. – Vol. 1, N 2. P. 101-109.

17. Ferrari M. Cancer nanotechnology: opportunities and challenge // Nature Publishing Group. – 2005. – 5, N 3. – P. 160-168.

18. Fritz J., Baller M.K., Lang H.P. et al. Translating biomolecular recognition into nanomechanics // Science. – 2005. – 28, N 8. – P. 316-318.

19. Galanis E. Phase I-II trial of ONYX-015 in combination with MAP chemotherapy in patients with different onkodiseases // Gene Ther. – 2005. – 12. - - P. 437- 445.

20. Gao De, Rodney R., Hao Xu Nanoparticles for Two-Photon PDT in Living Cells // Nano Letters. – 2006. – 6, N 11. – P. 2383-2387.

21. Gao X. In vivo molecular and cellular imaging with Q dots // Curr. Opin. Biotechnol. – 2005. – 16. – P. 63-72.

22. Gorelik E., Galili U., Raz A. On the role of cell surface carbohydrates and their binding proteins (lectins) in tumor metastasis // Cancer Metastasis Rev. – 2001. – 20. – P. 245-277.

23. Harisinghani M.G. Noninvasive detection of clinically occult lymph-node metastases in prostate cancer // N. Engl. J. Med. – 2003. – 34, N 8. – P. 2491-99.

24. Hasan T., Moor A. Photodynamic Therapy of cancer // In Cancer Medicine. – 2000. – 57, N 4. – P. 500-506.

25. He X.X., Li J. Bioconjugated nanoparticles for DNA protection from cleavage //J. Am. Chem. Soc. – 2003. – 12, N 5. – P. 7168-7169.

26. Hirsch L.R. Nanoshell-medicated near-infrared thermal therapy of tumors under magnetic resonance guidance // Proc. Natl. Aead Sci USA. – 2003. – 10. – P. 13549-13554.

27. Jiang W., Papa E., Fischer H. et al. Semiconductor quantum dots as contrast agents for whole animal imaging // Trends Biotechnol. – 2004. – 22. – P. 607-609.

28. Jun Qian. Imaging Pancreatic Cancer Using Surface – Functionalized Quantum Dots // The Journal of Physical Chemistry. – 2007. – 11, N 1. – P. 6969-6972.

29. Kim S., Tymish Y Organically modified Silica nanoparticles Co-encapsulating Photosensitizing Drug and Aggregation-enhanced two-photon absorbing fluorescend dye aggregates for two-photon PDT // JACS Articles. – 2007. – 12, N 9. – P. 2669-2675.

30. Kobayashi H. Lymphatic drainage imagine of breast cancer in mice using a nano-size contrast agent // J Natl. Cancer. Institute. – 2004. – 96. – P. 703-708.

31. Li X. Porosifled silicon wafer structures impregnated with platinum antitumor compounds // Biomed. Microdevices. – 2000. – 2. – P. 265-270.

32. Loo C. Immunotargeted nanoshells for integrated cancer imaging and therapy // Nano Lett. – 2005. – 5. – P. 709-711.

33. Maeda H., Masumura Y. Tumoritropic and lymphotropic principles of macromolecular drugs // Crit Rev. Ther. Drug Carrier Syst. – 1989. – 6. – P. 193-210.

34. Mansour A.M. A new approach for the treatment of malignant melanoma // Cancer Res. – 2003. – 63. – P. 4062-4066.

35. Me Neil S.E. Nanotechnology for the Biologist // Journal of Leukocite biology. – 2005. – 2. – P. 585-594.

36. Moghimi S.M., Hunter A.C., Murray I.C. Nanomedicine: current status and future prospects // FASEB. – 2005. – 19. – P. 311-30.

37. Nashat A.H. Detection of functional groups and antibodies of microfabricated surfaces by confocal microscopy // Biotechnol. Bioeng. – 1998. – 60. – P. 137-140.

38. Rosi N.L., Mircin C.A. Nanostructures in biodiagnostics // Chem. Rev. – 2005. – 10, N 5. – P. 1547-1562.

39. Sengupta S. Temporal targeting of tumor cells and neovasculature with a nanoscale delivery system // Nature. – 2005. – 43, N 6. – P. 568-572.

40. Sinha Rajni Nanotechnology in cancer therapeutics: bioconjugated nanoparticles for drug delivery // Mol. Cancer. Ther. – 2006. – 5, N 8. – P. 1909-1916.

41. Sokolov K., Follen M., Aaron J. et al. Real-time vital opticalimaging of precancer using anti-epidermal growth factor receptor antibodies conjugated to gold nanoparticles // Cancer Res. – 2003. – 63. – P. 1999-2004.

42. Tymish Y. Organically Modified Silica nanoparticles with covalently incorporated photosensitizer for PDT of Cancer // Nano Letters. – 2007. – 7, N 9. – P. 2835-2842.

43. Voura E.B. Tracking metastatic tumor cell extravasation with quantum dot nanocrystal and fluorescence emission-scanning microscopy // Nat. Med. – 2004. – 10. – P. 993-998.

44. Wang Y. Photoacoustic tomography of a nanoshell contrast agent in the in vivo rat brain // Nano Lett. – 2004. – 4. – P. 1689-1692.

45. Xie R. M. Perylene nanoparticles prepared by reprecipitacion method // Chin. J. Chem // - k 2002. – 20. – 2. – P. 123 –6.

 

 

Ортопедія, травматології

Останні дев’ять десятиліть застосовували біоімплантати з розмірами приблизно від 1 до 104 мкм. Недоліки сучасних імплантатів, такі як недосконала біологічна сумісність, запалення, утворення фіброзної тканини тощо, не можуть цілком задовольняти клініцистів і хворих та спонукають пошук нових матеріалів. Це призвело до дослідження нанорозмірних об’єктів, зокрема наночастинок, нановолокон і нанотрубок, для використання їх в травматології, ортопедії та реабілітації. Застосування нанотехнологій також спонукається баченням наноструктурної будови кістки як органа, наномасштабних механізмів росту і регенерації кісткової тканини. Нанокомпозити і наноструктурні матеріали грають кардинальну роль у ортопедичних дослідженнях, так як сама кістка є типовим прикладом нанокомпозиту [Chun A.L. et al., 2007; Ejiofor J., Webster T.J., 2008; Jain K.K., 2008].

Тканинна інженерія виникла як перспективна альтернатива для заміщення втрачених або уражених тканин чи органів з уникненням ускладнень, пов’язаних із застосуванням традиційних трансплантатів [Langer R., Vacanti J.P., 1993]. Тканинна інженерія покликана відновити ушкоджену тканину шляхом застосування штучних тканинних замінників, які можуть підтримувати функціональність протягом регенерації і в кінцевому рахунку поєднуються (інтегрують) з тканинами організму. У даній роботі узагальнені результати досліджень вчених світу, що торкаються застосування нанобіоматеріалів для покращення властивостей ортопедичних матеріалів і їх застосування в напрямку інженерії кісткової тканини.

Взаємодія нанорозмврних структур з кістковою тканиною. Успішність застосування ортопедичних імплантатів і конструкцій для клітинної інженерії залежить від обраного біоматеріалу. Одним з ключових факторів, який визначається при невдачах обох типів імплантатів є недостатня тканинна регенерація навколо цих біоматеріалів одразу після імплантації. Це пояснюється низькою поверхневою взаємодією біоматеріалу з тканинами організму. Відомо, що введення імплантату в живий організм спричиняє специфічні реакції у біологічному середовищі. Біомолекули і клітини разом із властивостями обраного біоматеріалу визначають біосумісність і довговічність імплантату. Тому вчені приділяють увагу вивченню взаємодії імплантатів із тканинами організму з урахуванням їх будови і фізико-хімічних властивостей для досягнення максимальної біологічної сумісності, прискорення часу відновлення тканин.

Дослідження показали, що усі живі системи регулюються молекулярними наномасштабними взаємодіями. Організація клітин і відповідні властивості тканини значно залежать від структури екстрацелюлярного матриксу (ЕЦМ). ЕЦМ має складну ієрархічну будову із просторовими і часовими рівнями організації, які охоплюють декілька порядків величин від нанометрів до сантиметрів. Через це клітинам притаманна взаємодія з наноструктурними поверхнями. Тому стає очевидним, що біоматеріали, які створені з нанометрових компонентів, мають перевагу з біологічної точки зору і вивчаються як перспективні [Chun A.L. et al., 2007; Li W.J. et al., 2006б; Webster T.J. et al., 2000].

Загальним об’єктом досліджень в ортопедії є створення біоматеріалів, які б підтримували клітинний і тканинний ріст. У природній тканині наномасштабні взаємодії білків є ключовими у контролюванні функцій клітин, таких як проліферація, міграція і продукція ЕЦМ (Benoit D.S.W., Anseth K.S., 2005). Абсорбція білків в свою чергу залежить від розмірів і поверхневих властивостей імплантованих біоматеріалів: їх шорсткості, заряду, гідрофільності, інших хімічних властивостей [Wilson C.J. et al., 2005]. Нещодавні дослідження показали, що унікальні властивості нанобіоматеріалів запроваджують взаємодію з білками, які контролюють клітинні функції [Webster T.J. et al., 2001б; Yao C. et al., 2005].

Нанобіоматеріали мають збільшену кількість атомів і кристалічних зерен на їх поверхнях і володіють вищим співвідношенням площа поверхні/об’єм ніж звичайні мікророзмірні біоматеріали. Ці відмінності у поверхневій топографії змінюють відповідну поверхневу енергію абсорбції білків. Літературні дані вказують, що абсорбція білків з біологічних рідин є значно більшою за менших, нанометрових, розмірів матеріалів [Webster T.J. et al., 2001б; Yao C. et al., 2005]. Зокрема відомо, що взаємодія чотирьох білків, які посилюють функцію остеобластів – фібронектину, вітронектину, ламініну і колагену – є більшою на нанобіоматеріалах у порівнянні зі звичайними матеріалами. T.J. Webster та співавтори (2001) пов’язують підвищену абсорбцію, конформацію і активність вітронектину з підвищеною адгезією остеобластів на нанофазному глиноземі [Webster T.J. et al., 2001б].

На додаток до моделювання абсорбції білків, вивчаються контроль за густиною, кластероутворенням і орієнтацією клітинних сигнальних епітопів абсорбованих протеїнів [Benoit D.S.W., Anseth K.S., 2005]. Конформаційні зміни білків, абсорбованих на нанофазних матеріалах, на противагу звичайним, забезпечують доступність специфічних епітопів клітинної адгезії, що підвищує прилипання і функцію остеобластів. Причому було показано, що остеобласти пристають до певних амінокислотних послідовностей білків, наприклад Арг-Глі-Асп, абсорбованих на поверхні біоматеріалу. Через те, що адгезія остеобластів на поверхнях ортопедичних імплантатів є обов’язковою для синтезування ЕЦМ цими клітинами і подальшої мінералізації, оптимізація первинної абсорбції білків є невід’ємною для успішного застосування імплантатів. Все більше стає очевидним, що в основі модулювання цих білкових взаємодій і подальшої поведінки клітин та тканинної регенерації, лежить застосування нанобіоматеріалів.

Нанобіоматеріали як кісткові імплантати.Можливість моделювання поведінки клітин за допомогою нанобіоматеріалів спонукала велику кількість досліджень з цієї проблеми. Ми зосередимося на біоматеріалах для кісткової тканини, як прикладі сучасних розробок в ортопедії і реабілітації.

Біоміметичні нанокомпозити.Ідея застосування нанотехнологій для оптимізації поверхонь ортопедичних імплантатів виникла на основі розуміння нанорозмірної будови ЕЦМ. У тривимірній структурі органічні і неорганічні компоненти кісткового ЕЦМ формують середовище, наповнене інформаційними сигналами для клітин кісткової тканини. Неорганічний компонент кісткового ЕЦМ представлений нанорозмірними кристалами фосфату кальцію (CaP) гідроксиапатиту (ГА). З точки зору природних компонентів кістки, матеріали на основі СаР є логічним вибором в якості біоматеріалу. Дійсно, кераміка з СаР показує добрі біологічні властивості, так як її поверхня формує хімічні зв’язки з кісткою [Ducheyne P. et al., 1992]. Однак механічні властивості об’ємних синтетичних матеріалів з СаР недостатні для їх застосування для витримування навантаження в ортопедичних ділянках. Через це СаР найчастіше застосовують в якості покриття на металічних (переважно з титану чи сплавів) об’ємних матеріалах.

Найбільш перспективною є методика покриття ортопедичних матеріалів за допомогою електростатичного розпилювального відкладення (electrostatic spray deposition, ESD) СаР через можливість настроювання морфології і складу покриття. Через це ESD дозволяє створювати пористі покриття СаР, які мають більшу площу поверхні доступну до взаємодії з білками, а також застосовувати їх для доставки лікарських засобів [Leeuwenburgh S. et al., 2003].

Наноструктурні біоматеріали. Зменшення розмірів керамічних зерен призводить до підвищення функції кісткових клітин. Зокрема, порівняно зі звичайними мікрометровими керамічними конструкціями, кераміка, синтезована окремо із сферичних нанометрових часточок глинозему, титану і ГА підвищувала клітинну адгезію остеобластів in vitro. Підвищена функція остеобластів також спостерігалася на кераміці зі сферичними частинками (а, отже, поверхневими сферичними випуклостями) меншими 60 нм [Webster T.J. et al., 1999]. Таким чином, здатність нанорозмірної кераміки сприяти функції кісткових клітин обмежена розмірами зерен до 100 нм. Подальші дослідження вказують, що на нанорозмірній кераміці підвищення відкладення кальцію остеобластами супроводжується підвищенням функції остеокластів (Webster T.J. et al., 2000; Webster T.J. et al., 2001а). Зокрема відкладення кальцію остеобластами на нанорозмірному глиноземі і діоксиді титану було більшим, ніж на відповідній звичайній керамічній формації. Синтез остеокластами тартрат-резистентної кислої фосфатази і подальше формування ділянок резорбції було також більшим на наноструктурній кераміці, порівняно із такою звичайних розмірів. Іншим важливим конструктивним параметром ортопедичних матеріалів є співвідношення сторін частинок. Консолідовані основи, сформовані з нановолокнистого глинозему з діаметром 2 нм і довжиною понад 50 нм, демонстрували значне підвищення функції остеобластів in vitro у порівнянні із подібними основами з глинозему, сформованими зі сферичних наночастинок [Price R.L. et al., 2003].

Вплив шорсткої керамічної поверхні на остеоінтеграцію імплантатів вивчали К.С. Popat і співавтори (2007). Порівнювалася остеоінтеграція стовбурових клітин кісткового мозку на нанотубулярних та плоских поверхнях діоксиду титану in vitro. Клітини, які вирощували на нанотубулярних поверхнях показали більшу адгезію і проліферацію, активність лужної фосфатази і відкладення кісткового матриксу порівняно із клітинами, які культивувалися на плоских поверхнях. Після підшкірної імплантації щурам матеріалу з нанотубулярною поверхнею запалення чи фіброзу виявлено не було, через що автори припускають, що матеріали з такими поверхнями сприяють остеоінтеграції без запальної реакції [Popat K.C. et al., 2007].

На додаток до кераміки, нанофазні метали (такі як титан, Ті6Аl4V, CoCr) і полімери також показали нові властивості, сприяючи функції кісткових клітин на кераміці. Дослідження з нанофазним селеном, який має протипухлинні властивості, показали можливість застосування цього металóїду у створенні імплантатів при злоякісних новоутвореннях кісток [Perla V., Webster T.J., 2005]. У цьому дослідженні шорсткість поверхні була отримана шляхом консолідації наночастинок. Шорсткість поверхні створюється і іншими методами. Порівняно із неанодизованим титаном більша адгезія остеобластів і відкладення мінеральних речовин in vitro спостерігалася на анодизованому титані з нанометровими трубками [Yao C. et al., 2005]. Такі ж властивості спостерігалися і в анодизованого алюмінію [Popat K.C. et al., 2005]. Аналогічно, збільшена функція остеобластів in vitro була визначена на нанофазі з полі(молочною-ко-гліколевою кислотою), порівняно зі звичайним діоксидом титану [Palin E. et al., 2005]. Ці результати показують, що поверхнева шорсткість наноматеріалів може бути замінена полімерами для поліпшення ефективності ортопедичних імплантатів.

Нещодавно в якості покращення ортопедичних імплантатів з титану послужили нанокристали ГА і спіральні розеткові нанотрубки [Zhang L. et al., 2008]. Останні є новим наноматеріалом, які імітують природню наноструктуру колагену та інших компонентів кістки.

Нанобіоматеріали як основа для інженерії кісткової тканини.Інженерія кісткової тканини із застосуванням нанобіоматеріалів виникла як альтернатива звичайних методів відновлення кісткових дефектів. Ця галузь медицини в цілому знаходиться на початкових етапах, але розвивається експоненційно. На додаток до підвищення біологічної активності і тканинної інтеграції, наноматеріали можуть також бути використані для поліпшення механічних властивостей основ (scaffolds) з метою досягнення властивостей природної тканини.

Нанокомпозитні кісткові трансплантати, які зроблені з ГА, сприяють кращій остеокондукції і пов’язаним функціям, порівняно зі звичайними матеріалами і, як наслідок більш ефективній реабілітації [Kikuchi M. et al., 2001]. Однак вони не мають остеоіндуктивності і їх біологічне розкладання повільне. Для уникнення цих недоліків, полімери, що біологічно розкладаються (наприклад колаген), можуть бути застосовані для приєднання композитів до остеогенних клітин та остеоіндуктивних ростових факторів. Засновуючись на експериментальних результатах, нанокомпозитна система ГА-колаген була визначена перспективною для інженерії кісткової тканини. У наступних дослідженнях система наноГА/колаген/остеобласти була розвинена у поєднанні із полімолочною кислотою [Liao S.S. et al. 2004]. Виявилося, що така конструкція підтримує клітинну адгезію, проліферацію і міграцію. Ця система має великий потенціал для відновлення великих кісткових дефектів, засновуючись на принципах інженерії кісткової тканини.

Дослідження показали значне підвищення функції кісткових клітин при інкорпоруванні керамічних наночастинок у полімерні композити (Liu H. et al., 2005). Зокрема, приблизно втричі більше остеобластів приєдналося до полі(молочної-ко-гліколевої кислоти), коли вона вміщувала нанофазу, порівняно зі звичайним діоксидом титану з такими же співвідношенням маси і пористістю [Smith T.A., Webster T.J., 2005].

Хімічно функціоналізовані одностінні вуглецеві нанотрубки (ОВНТ) застосовані у якості основи для росту штучного кісткового матеріалу [Zhao et al., 2005]. Міцність, гнучкість і низька маса ОВНТ дає можливість їм виступати в якості основи для підтримки регенеруючої кістки. ОВНТ можуть імітувати роль колагену як основи для індукції росту кристалів ГА. Шляхом хімічної обробки нанотрубок можливим є приєднання йонів кальцію і підтримування процесу кристалізації одночасно з покращенням біосумісності цих нанооб’єктів у зв’язку зі збільшенням водорозчинності. ОВНТ поліпшують гнучкість і міцність штучної кістки, нових типів кісткових імплантатів.

Кісткові клітини можуть рости і проліферувати на основі з вуглецевих нанотрубок (ВНТ). Так як ВНТ не зазнають біодеградації, вони служать інертною матрицею, на якій клітини можуть проліферувати і відкладати новий кістковий матеріал, який, як наслідок, стає функціональноспроможною нормальною кістковою тканиною [Zanello et. al., 2006]. ВНТ мають нейтральний електричний заряд, підтримуючий ріст клітин і синтез плоских кристалів. ВНТ перспективні у відновленні кісткових дефектів в організмі людини, пов’язаних із видаленням пухлин, травмами і ненормальним розвитком кісток. Потрібні додаткові дослідження для визначення, як організм буде взаємодіяти з ВНТ, зокрема яка на них формується імунна відповідь.


Просмотров 368

Эта страница нарушает авторские права

allrefrs.ru - 2020 год. Все права принадлежат их авторам!